JP3372098B2 - 磁気共鳴イメージング装置用静磁場発生装置 - Google Patents
磁気共鳴イメージング装置用静磁場発生装置Info
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Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、磁気共鳴イメージング
装置（以下「ＭＲＩ装置」という）用の静磁場発生装置
に係り、特に超電導コイルを用い、被検者体軸に垂直方
向の静磁場を発生させるためのＭＲＩ装置用静磁場発生
装置に関する。
装置（以下「ＭＲＩ装置」という）用の静磁場発生装置
に係り、特に超電導コイルを用い、被検者体軸に垂直方
向の静磁場を発生させるためのＭＲＩ装置用静磁場発生
装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】ＭＲＩ装置は、磁場中に置かれた被検体
の核磁気共鳴（以下、ＮＭＲという）現象から得られる
信号を計測し演算処理することにより、被検体中の核ス
ピンの密度分布、緩和時間分布等を断層像として画像表
示するものであり、人体を被検体として各種の診断等に
使用されている。
の核磁気共鳴（以下、ＮＭＲという）現象から得られる
信号を計測し演算処理することにより、被検体中の核ス
ピンの密度分布、緩和時間分布等を断層像として画像表
示するものであり、人体を被検体として各種の診断等に
使用されている。
【０００３】このＮＭＲ現象を発生させるためには、空
間的、時間的に一様な強度と方向を持った静磁場が必要
である。具体的には、直径３００〜５００mm程度の空隙
に、0.04〜２テスラ（Ｔ）程度の強度と数１０ｐｐｍ程
度以下の均一度を持った静磁場が要求される。静磁場を
発生させるための静磁場発生装置は、永久磁石を用いた
もの、超電導コイルを用いたもの、常電導コイルを用い
たものの３種類に大別できるが、超電導コイルはきわめ
て安定した高磁場が得られることから近年ＭＲＩ装置用
の静磁場発生装置として実用化が進んでいる。
間的、時間的に一様な強度と方向を持った静磁場が必要
である。具体的には、直径３００〜５００mm程度の空隙
に、0.04〜２テスラ（Ｔ）程度の強度と数１０ｐｐｍ程
度以下の均一度を持った静磁場が要求される。静磁場を
発生させるための静磁場発生装置は、永久磁石を用いた
もの、超電導コイルを用いたもの、常電導コイルを用い
たものの３種類に大別できるが、超電導コイルはきわめ
て安定した高磁場が得られることから近年ＭＲＩ装置用
の静磁場発生装置として実用化が進んでいる。
【０００４】図４は、従来技術による超電導コイルを用
いた静磁場発生装置の構成を表す概略縦断面図を示すも
ので、被検体１００の周りにソレノイド状に巻かれた超
電導コイル１０ａ〜１０ｄにより構成される。尚、図４
においては、被検体１００を挿入する長軸方向をＺ軸、
上下方向をＹ軸、左右方向をＸ軸とする直交座標系を用
いる（以下の図及び説明においても同様である）。超電
導コイルは、通常いくつかのブロックに分けられてお
り、例えば図４に示したように４つのコイル（１０ａ〜
１０ｄ）の組で構成される。これらの超電導コイル１０
ａ〜１０ｄにより、挿入された被検体を含む計測空間１
１０内に、均一で強力なＺ軸方向の向きを持った静磁場
Ｂ0が発生されている。また、これらの超電導コイル１
０ａ〜１０ｄの各コイルの線材の巻数と配置位置を適切
に選ぶことで、磁場の均一度と発生効率を向上させてい
る。尚、一般に超電導コイルは、極低温下で用いる必要
があるので、その線材は冷却容器３０の中に収められ、
液体ヘリウム等を用いて冷却される。
いた静磁場発生装置の構成を表す概略縦断面図を示すも
ので、被検体１００の周りにソレノイド状に巻かれた超
電導コイル１０ａ〜１０ｄにより構成される。尚、図４
においては、被検体１００を挿入する長軸方向をＺ軸、
上下方向をＹ軸、左右方向をＸ軸とする直交座標系を用
いる（以下の図及び説明においても同様である）。超電
導コイルは、通常いくつかのブロックに分けられてお
り、例えば図４に示したように４つのコイル（１０ａ〜
１０ｄ）の組で構成される。これらの超電導コイル１０
ａ〜１０ｄにより、挿入された被検体を含む計測空間１
１０内に、均一で強力なＺ軸方向の向きを持った静磁場
Ｂ0が発生されている。また、これらの超電導コイル１
０ａ〜１０ｄの各コイルの線材の巻数と配置位置を適切
に選ぶことで、磁場の均一度と発生効率を向上させてい
る。尚、一般に超電導コイルは、極低温下で用いる必要
があるので、その線材は冷却容器３０の中に収められ、
液体ヘリウム等を用いて冷却される。
【０００５】ところでＭＲＩ画像の質を向上させるため
には、微細なＮＭＲ信号を効率良く収集し、信号のＳ／
Ｎ比を高くする必要がある。そのためには、高周波受信
コイルの感度向上が重要である。体軸に垂直な方向（Ｘ
またはＹ軸方向）の静磁場Ｂ0を用いると、高周波受信
コイルとして感度の高いソレノイド型のものを用いるこ
とができる。しかし、図４に示したような構成の静磁場
発生装置では、実用的な形状を考えた場合、体軸に平行
な方向（Ｚ軸方向）の静磁場Ｂ0しか発生させられな
い。
には、微細なＮＭＲ信号を効率良く収集し、信号のＳ／
Ｎ比を高くする必要がある。そのためには、高周波受信
コイルの感度向上が重要である。体軸に垂直な方向（Ｘ
またはＹ軸方向）の静磁場Ｂ0を用いると、高周波受信
コイルとして感度の高いソレノイド型のものを用いるこ
とができる。しかし、図４に示したような構成の静磁場
発生装置では、実用的な形状を考えた場合、体軸に平行
な方向（Ｚ軸方向）の静磁場Ｂ0しか発生させられな
い。
【０００６】また、図４に示した装置のように空芯の超
電導コイルでは、磁場の発生効率が余り高くないこと
や、発生した磁束がコイルの外側に自由に逃げ出してし
まうので、漏洩磁場が大きいという問題があった。
電導コイルでは、磁場の発生効率が余り高くないこと
や、発生した磁束がコイルの外側に自由に逃げ出してし
まうので、漏洩磁場が大きいという問題があった。
【０００７】更に、図４に示したような静磁場発生装置
で高い均一度を有する静磁場分布を得るためには、超電
導コイル線材の巻数と配置位置に非常に高い精度が要求
される。このため、製造過程において過酷な寸法精度が
要求されるので、製造工程が複雑、かつ長期となり、コ
スト上昇につながる。
で高い均一度を有する静磁場分布を得るためには、超電
導コイル線材の巻数と配置位置に非常に高い精度が要求
される。このため、製造過程において過酷な寸法精度が
要求されるので、製造工程が複雑、かつ長期となり、コ
スト上昇につながる。
【０００８】以上のような問題点を解消するための技術
として、特開平２−２６１４２６号等で、図５に示すよ
うな静磁場発生装置が提案されている。図５の静磁場発
生装置では、超電導コイル１０は強磁性体からなるヨー
ク２０の周囲に巻きつけるようにして配置されている。
そしてヨーク２０は計測空間１１０を挟むようにギャッ
プを形成しており、その間に静磁場Ｂ0を発生してい
る。更に、ヨークの先端部分には磁束集中体２５ａ、２
５ｂが設けられており、ヨーク中を通ってきた磁束を計
測空間内に収束させている。尚、ここでも超電導コイル
１０は、冷却容器３０中に収められ冷却されている。以
上の構成により、被検体の体軸に垂直な静磁場を発生さ
せ、また静磁場の生成効率を向上させるとともに外部へ
の漏洩磁場を減少させている。
として、特開平２−２６１４２６号等で、図５に示すよ
うな静磁場発生装置が提案されている。図５の静磁場発
生装置では、超電導コイル１０は強磁性体からなるヨー
ク２０の周囲に巻きつけるようにして配置されている。
そしてヨーク２０は計測空間１１０を挟むようにギャッ
プを形成しており、その間に静磁場Ｂ0を発生してい
る。更に、ヨークの先端部分には磁束集中体２５ａ、２
５ｂが設けられており、ヨーク中を通ってきた磁束を計
測空間内に収束させている。尚、ここでも超電導コイル
１０は、冷却容器３０中に収められ冷却されている。以
上の構成により、被検体の体軸に垂直な静磁場を発生さ
せ、また静磁場の生成効率を向上させるとともに外部へ
の漏洩磁場を減少させている。
【０００９】同じく上記の問題点を解消するための技術
として、図６に示すような構成の静磁場発生装置が、例
えば特表平２−５０１２７１号に開示されている。図６
に示す静磁場発生装置においては、超電導コイル１０ａ
及び１０ｂの周囲に、超電導コイルが発生する磁束の通
路となるヨーク２０を配置し、測定空間１１０に体軸と
垂直な方向の静磁場Ｂ0を発生させる。尚、図６では超
電導コイルを冷却するための機構は省略した。この装置
は更にヨーク２０の計測空間１１０に面した面上にポー
ルピース５ａ及び５ｂを配置し、測定空間１１０の磁場
均一度を向上させている。
として、図６に示すような構成の静磁場発生装置が、例
えば特表平２−５０１２７１号に開示されている。図６
に示す静磁場発生装置においては、超電導コイル１０ａ
及び１０ｂの周囲に、超電導コイルが発生する磁束の通
路となるヨーク２０を配置し、測定空間１１０に体軸と
垂直な方向の静磁場Ｂ0を発生させる。尚、図６では超
電導コイルを冷却するための機構は省略した。この装置
は更にヨーク２０の計測空間１１０に面した面上にポー
ルピース５ａ及び５ｂを配置し、測定空間１１０の磁場
均一度を向上させている。
【００１０】
【発明が解決しようとする課題】しかし、図５及び図６
に示したような静磁場発生装置においては、超電導コイ
ルが発生する磁束の通路となるヨークとして強磁性体
（一般的には鉄）が用いられ、重量が重い。特に強磁性
体中で磁気飽和を生じさせないためには、透過させる磁
束量に合わせてヨークに相当量の断面積が必要となり、
しかも磁束通路であるヨークの長さが大きくならざるを
得ない。このため、静磁場発生装置全体の重量が十数〜
数十トン程度と非常に重くなり、また装置全体として大
型化するため病院施設等への設置が難しくなるという問
題がある。
に示したような静磁場発生装置においては、超電導コイ
ルが発生する磁束の通路となるヨークとして強磁性体
（一般的には鉄）が用いられ、重量が重い。特に強磁性
体中で磁気飽和を生じさせないためには、透過させる磁
束量に合わせてヨークに相当量の断面積が必要となり、
しかも磁束通路であるヨークの長さが大きくならざるを
得ない。このため、静磁場発生装置全体の重量が十数〜
数十トン程度と非常に重くなり、また装置全体として大
型化するため病院施設等への設置が難しくなるという問
題がある。
【００１１】従って、上記図４に示した従来の装置の問
題点を解決することができると同時に、比較的軽量な静
磁場発生装置の開発が重要な課題となっている。本発明
は、体軸に垂直方向の静磁場を発生させることができ、
かつ製作が容易で軽量なＭＲＩ装置用静磁場発生装置を
提供することを目的とする。
題点を解決することができると同時に、比較的軽量な静
磁場発生装置の開発が重要な課題となっている。本発明
は、体軸に垂直方向の静磁場を発生させることができ、
かつ製作が容易で軽量なＭＲＩ装置用静磁場発生装置を
提供することを目的とする。
【００１２】
【課題を解決するための手段】上記目的を達成する本発
明のＭＲＩ装置用静磁場発生装置は、被検体が置かれる
測定空間に近接し、被検体の体軸に垂直な方向に磁場を
形成するように配置された超電導コイルと、該超電導コ
イルが形成する磁場内に測定空間に面して配置された強
磁性体とを備え、強磁性体はその部分により磁場方向に
ついて異なる厚さを有するものである。
明のＭＲＩ装置用静磁場発生装置は、被検体が置かれる
測定空間に近接し、被検体の体軸に垂直な方向に磁場を
形成するように配置された超電導コイルと、該超電導コ
イルが形成する磁場内に測定空間に面して配置された強
磁性体とを備え、強磁性体はその部分により磁場方向に
ついて異なる厚さを有するものである。
【００１３】本発明の好適な態様によれば、強磁性体の
辺縁部が強磁性体の他の部分よりも磁場方向について大
きい厚さを有するものであり、更に別の態様では、超電
導コイル及び強磁性体がそれぞれ複数の超電導コイル及
び強磁性体からなるものである。
辺縁部が強磁性体の他の部分よりも磁場方向について大
きい厚さを有するものであり、更に別の態様では、超電
導コイル及び強磁性体がそれぞれ複数の超電導コイル及
び強磁性体からなるものである。
【００１４】また本発明のＭＲＩ装置用静磁場発生装置
は、被検体が置かれる測定空間内に静磁場を発生する磁
気共鳴イメージング装置用静磁場発生装置であって、
前記 被検体の体軸に垂直な方向に磁場を形成するととも
に対向配置された一対の超電導コイルと、前記超電導コ
イルの内側に前記測定空間を挟んで対向配置された一対
の強磁性体とを有したことを特徴とするものである。
は、被検体が置かれる測定空間内に静磁場を発生する磁
気共鳴イメージング装置用静磁場発生装置であって、
前記 被検体の体軸に垂直な方向に磁場を形成するととも
に対向配置された一対の超電導コイルと、前記超電導コ
イルの内側に前記測定空間を挟んで対向配置された一対
の強磁性体とを有したことを特徴とするものである。
【００１５】
【作用】本発明のＭＲＩ装置用静磁場発生装置の構成に
より、被検体の体軸に垂直な静磁場を発生することがで
き、高周波受信コイルとして感度の高いソレノイド型の
ものを用いることができる。また、磁束の通路となる大
規模なヨークを不要とし、比較的小型の強磁性体を磁場
内に配置するようにしているので、静磁場発生装置を軽
量にすることができる。さらに、超電導コイルの配置に
厳しい精度が要求されないので装置製作か容易になり、
優れた磁場均一度を有する静磁場発生装置を経済的に製
造できる。
より、被検体の体軸に垂直な静磁場を発生することがで
き、高周波受信コイルとして感度の高いソレノイド型の
ものを用いることができる。また、磁束の通路となる大
規模なヨークを不要とし、比較的小型の強磁性体を磁場
内に配置するようにしているので、静磁場発生装置を軽
量にすることができる。さらに、超電導コイルの配置に
厳しい精度が要求されないので装置製作か容易になり、
優れた磁場均一度を有する静磁場発生装置を経済的に製
造できる。
【００１６】
【実施例】図１は本発明の一実施例を説明するための図
であり、静磁場発生装置の概略断面図である。静磁場発
生装置は、一対の超電導コイル１ａ、１ｂと、これら一
対の超電導コイル１ａ、１ｂに形成する磁場内に配置さ
れた強磁性体からなるポールピース２ａ、２ｂとを備
え、これら超電導コイル１ａ、１ｂは、被検体１００を
含む計測空間１１０を挟むように、対向して配置されて
いる。この超電導コイルに永久電流を流すことによっ
て、計測空間に静磁場Ｂ0を発生させる。超電導コイル
１ａ、１ｂは計測空間１１０を挟むように、対向して配
置されているので、被検体挿入方向（体軸方向）に対し
て垂直な静磁場Ｂ0を発生させることができる。この実
施例では、超電導コイルとして従来技術と同様に冷却容
器３ａ及び３ｂの中に収められた円環形状の超電導コイ
ル１ａ及び１ｂを用いている。ポールピース２ａ、２ｂ
は、超電導コイルが形成する磁場内であって測定空間に
面しており、測定空間における磁束分布に影響を及ぼす
ことができる位置に配置されればよいが、設置空間上の
理由及び磁束密度調整効率上の理由から、図１に示すよ
うに超電導コイルが形成する円筒状の空間内に配置する
ことが好ましい。ポールピース２ａ、２ｂを構成する強
磁性体は従来のＭＲＩ装置用静磁場発生装置に使用され
るものでよく、通常鉄が使用される。
であり、静磁場発生装置の概略断面図である。静磁場発
生装置は、一対の超電導コイル１ａ、１ｂと、これら一
対の超電導コイル１ａ、１ｂに形成する磁場内に配置さ
れた強磁性体からなるポールピース２ａ、２ｂとを備
え、これら超電導コイル１ａ、１ｂは、被検体１００を
含む計測空間１１０を挟むように、対向して配置されて
いる。この超電導コイルに永久電流を流すことによっ
て、計測空間に静磁場Ｂ0を発生させる。超電導コイル
１ａ、１ｂは計測空間１１０を挟むように、対向して配
置されているので、被検体挿入方向（体軸方向）に対し
て垂直な静磁場Ｂ0を発生させることができる。この実
施例では、超電導コイルとして従来技術と同様に冷却容
器３ａ及び３ｂの中に収められた円環形状の超電導コイ
ル１ａ及び１ｂを用いている。ポールピース２ａ、２ｂ
は、超電導コイルが形成する磁場内であって測定空間に
面しており、測定空間における磁束分布に影響を及ぼす
ことができる位置に配置されればよいが、設置空間上の
理由及び磁束密度調整効率上の理由から、図１に示すよ
うに超電導コイルが形成する円筒状の空間内に配置する
ことが好ましい。ポールピース２ａ、２ｂを構成する強
磁性体は従来のＭＲＩ装置用静磁場発生装置に使用され
るものでよく、通常鉄が使用される。
【００１７】超電導コイル１ａ、１ｂにより発生された
磁束はこのポールピース２ａ、２ｂを経由して計測空間
内に静磁場を発生させる。このとき、ポールピースの一
部について磁場方向の厚さを他の部分よりも厚くする
と、その部分を含む磁路の磁気抵抗が低くなり、多くの
磁束が透過することになるので、磁場強度の低下を補償
することができる。従って、超電導コイル１ａ、１ｂに
より発生される磁場に対してポールピースの磁場方向の
厚さを部分により変化させることで被検体１００の入る
計測空間１１０内の静磁場分布を変化させることができ
る。即ち、ポールピースの磁場方向の厚さを部分により
適切に選ぶことで、計測空間１１０の中に高い均一度の
静磁場Ｂ0を発生させることができる。
磁束はこのポールピース２ａ、２ｂを経由して計測空間
内に静磁場を発生させる。このとき、ポールピースの一
部について磁場方向の厚さを他の部分よりも厚くする
と、その部分を含む磁路の磁気抵抗が低くなり、多くの
磁束が透過することになるので、磁場強度の低下を補償
することができる。従って、超電導コイル１ａ、１ｂに
より発生される磁場に対してポールピースの磁場方向の
厚さを部分により変化させることで被検体１００の入る
計測空間１１０内の静磁場分布を変化させることができ
る。即ち、ポールピースの磁場方向の厚さを部分により
適切に選ぶことで、計測空間１１０の中に高い均一度の
静磁場Ｂ0を発生させることができる。
【００１８】一般的には、計測空間１１０の中心部から
外周部に向うにつれて、超電導コイル１ａ、１ｂにより
発生される静磁場の強度は低下する傾向にあるので、ポ
ールピースの終縁部を他の面よりも厚くして、外周部分
に中心部分よりも多くの磁束を発生させることにより均
一な磁場を形成し、その結果計測空間の磁場の均一度を
向上させることが可能である。具体的には、例えば図１
に示した通り、ポールピースの辺縁部と中心部の間に磁
場方向の厚さが漸増する部分を設け、辺縁部と中心部の
厚さが異なるようにすることができる。
外周部に向うにつれて、超電導コイル１ａ、１ｂにより
発生される静磁場の強度は低下する傾向にあるので、ポ
ールピースの終縁部を他の面よりも厚くして、外周部分
に中心部分よりも多くの磁束を発生させることにより均
一な磁場を形成し、その結果計測空間の磁場の均一度を
向上させることが可能である。具体的には、例えば図１
に示した通り、ポールピースの辺縁部と中心部の間に磁
場方向の厚さが漸増する部分を設け、辺縁部と中心部の
厚さが異なるようにすることができる。
【００１９】更に、ポールピースの辺縁部と中心部の厚
さを変化させることに限らず、中心部においてもその厚
さを変化させることにより磁場の均一度を向上させるこ
とが可能である。例えば、図１に示した装置のポールピ
ースにおいてはさらに、その中心部において、ほぼ計測
空間１１０に対応する部分が他の部分よりも大きい厚さ
を有しており、磁場の均一度の向上にさらに寄与してい
る。
さを変化させることに限らず、中心部においてもその厚
さを変化させることにより磁場の均一度を向上させるこ
とが可能である。例えば、図１に示した装置のポールピ
ースにおいてはさらに、その中心部において、ほぼ計測
空間１１０に対応する部分が他の部分よりも大きい厚さ
を有しており、磁場の均一度の向上にさらに寄与してい
る。
【００２０】ポールピース厚さを変化させるということ
は、ポールピースの面に凹凸を設けるということになる
が、この凹凸はポールピースのいずれの面に設けてもよ
く、両方の面に設けてもよい。但し、ポールピースの位
置、ひいてはポールピースの厚さの変化する位置は磁場
の均一度に影響し得るので、この点からはポールピース
の厚さの変化する位置は測定空間に近いほうが好まし
く、即ちポールピースの凹凸を有する面は測定空間に面
する側であることが好ましい。
は、ポールピースの面に凹凸を設けるということになる
が、この凹凸はポールピースのいずれの面に設けてもよ
く、両方の面に設けてもよい。但し、ポールピースの位
置、ひいてはポールピースの厚さの変化する位置は磁場
の均一度に影響し得るので、この点からはポールピース
の厚さの変化する位置は測定空間に近いほうが好まし
く、即ちポールピースの凹凸を有する面は測定空間に面
する側であることが好ましい。
【００２１】上記のように、計測空間内の静磁場分布
は、ポールピースの形状によって制御できるので、超電
導コイルを製作する上で要求される精度は大幅に軽減で
きる。従って、超電導コイルの製作管理が容易になり、
製作コスト、製作時間を低減できる。
は、ポールピースの形状によって制御できるので、超電
導コイルを製作する上で要求される精度は大幅に軽減で
きる。従って、超電導コイルの製作管理が容易になり、
製作コスト、製作時間を低減できる。
【００２２】また、この静磁場発生装置によって発生さ
れる静磁場Ｂ0は被検体１００の体軸に垂直（Ｙ方向）
なので、高周波受信コイルとして高感度なソレノイド型
を使用できる。従って、Ｓ／Ｎ比の高い鮮明な画像を得
ることができる。
れる静磁場Ｂ0は被検体１００の体軸に垂直（Ｙ方向）
なので、高周波受信コイルとして高感度なソレノイド型
を使用できる。従って、Ｓ／Ｎ比の高い鮮明な画像を得
ることができる。
【００２３】更に、本発明による構成では、重量の大き
な強磁性体を磁路には用いず、静磁場の均一度を向上さ
せるための、超電導コイル内側の空間に納められる小さ
いポールピース２ａ、２ｂしか用いていない。このため
静磁場発生装置の総重量は磁路に強磁性体を用いた場合
に比べて大幅に低く押さえることが可能である。従っ
て、ＭＲＩ装置を病院等の施設に設置する場合に、施設
に許容される床荷重からの制限が大幅に緩和され、より
容易に設置することができる。
な強磁性体を磁路には用いず、静磁場の均一度を向上さ
せるための、超電導コイル内側の空間に納められる小さ
いポールピース２ａ、２ｂしか用いていない。このため
静磁場発生装置の総重量は磁路に強磁性体を用いた場合
に比べて大幅に低く押さえることが可能である。従っ
て、ＭＲＩ装置を病院等の施設に設置する場合に、施設
に許容される床荷重からの制限が大幅に緩和され、より
容易に設置することができる。
【００２４】次に本発明のＭＲＩ装置用静磁場発生装置
の他の実施例を説明する。図２は他の実施例を示すため
の断面図で、この実施例は、超電導コイル１ａ、１ｂの
向きを被検体体軸（Ｚ軸）に対して９０°回転させた構
造としたものであり、その他の構成は図１に示した装置
と同じ構成である。図２のように超電導コイルを配置す
ることで、静磁場の方向をＸ軸方向にすることができ
る。このことによって、目や腹部などの局所を詳細に撮
影する場合に用いるサーフェスコイル（局所コイル）に
も、ソレノイド型の方式を用いることができる。従っ
て、撮影画像のＳ／Ｎ比が大きくなり、診断能の向上に
つながる。
の他の実施例を説明する。図２は他の実施例を示すため
の断面図で、この実施例は、超電導コイル１ａ、１ｂの
向きを被検体体軸（Ｚ軸）に対して９０°回転させた構
造としたものであり、その他の構成は図１に示した装置
と同じ構成である。図２のように超電導コイルを配置す
ることで、静磁場の方向をＸ軸方向にすることができ
る。このことによって、目や腹部などの局所を詳細に撮
影する場合に用いるサーフェスコイル（局所コイル）に
も、ソレノイド型の方式を用いることができる。従っ
て、撮影画像のＳ／Ｎ比が大きくなり、診断能の向上に
つながる。
【００２５】図３は本発明のＭＲＩ装置用静磁場発生装
置のさらに別の実施例を示すための断面図である。本実
施例では、静磁場発生の超電導コイル１を１組だけ用い
ている。被検体１００の下側に、超電導コイル１を設置
し、その中央部に置いたポールピース２を配置してい
る。この装置のポールピース形状も図１及び図２に示し
たものと同様である。
置のさらに別の実施例を示すための断面図である。本実
施例では、静磁場発生の超電導コイル１を１組だけ用い
ている。被検体１００の下側に、超電導コイル１を設置
し、その中央部に置いたポールピース２を配置してい
る。この装置のポールピース形状も図１及び図２に示し
たものと同様である。
【００２６】一般にポールピースを設けず、超電導コイ
ルだけで磁場均一度を調整しようとすると、複数のコイ
ルを組み合わせる必要があり、上下方向（Ｙ軸方向）に
長い構成とせざるを得ない。従って、被検体の取扱い
や、装置の据え付け状況等を考慮すると、図３の装置の
ように被検体の一方の側だけに超電導コイルを置いた構
成でポールピースなしに実用的な装置を実現するのは不
可能であると言える。しかし、本発明の装置の構成によ
り、ポールピース２の近傍に効率よく均一な磁場を形成
することができるので、図３の装置のように被検体の一
方の側だけに超電導コイルを置く場合でも、測定空間の
磁場の均一度を保つことができ、実用上問題のないＮＭ
Ｒ計測を行なうことができる。
ルだけで磁場均一度を調整しようとすると、複数のコイ
ルを組み合わせる必要があり、上下方向（Ｙ軸方向）に
長い構成とせざるを得ない。従って、被検体の取扱い
や、装置の据え付け状況等を考慮すると、図３の装置の
ように被検体の一方の側だけに超電導コイルを置いた構
成でポールピースなしに実用的な装置を実現するのは不
可能であると言える。しかし、本発明の装置の構成によ
り、ポールピース２の近傍に効率よく均一な磁場を形成
することができるので、図３の装置のように被検体の一
方の側だけに超電導コイルを置く場合でも、測定空間の
磁場の均一度を保つことができ、実用上問題のないＮＭ
Ｒ計測を行なうことができる。
【００２７】このように図３に示した装置においては、
被検体１００の片側にしか磁場発生源がないために、図
１及び図２に示した装置に比べると、静磁場均一度のよ
い空間の範囲は狭くなる。しかし、被検体１００の上方
には何も部材がないので、自由に被検体にアクセスする
ことができ、撮影のための操作が容易になる。また、被
検体にも解放感を与えることができるというメリットが
ある。
被検体１００の片側にしか磁場発生源がないために、図
１及び図２に示した装置に比べると、静磁場均一度のよ
い空間の範囲は狭くなる。しかし、被検体１００の上方
には何も部材がないので、自由に被検体にアクセスする
ことができ、撮影のための操作が容易になる。また、被
検体にも解放感を与えることができるというメリットが
ある。
【００２８】尚、以上の実施例においては静磁場発生装
置として超電導コイルとポールピースとから構成された
ものについて説明したが、本発明の静磁場発生装置は、
更に漏洩磁場を低減させるためのアクティブシールドコ
イルや、磁場の均一性を更に向上させるためのシムコイ
ルなどを適宜組合わせることができる。
置として超電導コイルとポールピースとから構成された
ものについて説明したが、本発明の静磁場発生装置は、
更に漏洩磁場を低減させるためのアクティブシールドコ
イルや、磁場の均一性を更に向上させるためのシムコイ
ルなどを適宜組合わせることができる。
【００２９】
【発明の効果】以上の説明からも明らかなように、本発
明のＭＲＩ装置用静磁場発生装置によれば、被検体を配
置する測定空間に近接して、被検体の体軸と垂直な方向
に磁場を形成する超電導コイルを配置するとともに超電
導コイルが形成する磁場内に測定空間に面して強磁性体
が配置し、この強磁性体の厚さをその部分により磁場方
向に異なる厚さとすることにより、大規模なヨークを用
いることなく、被検体の体軸に垂直な方向に均一な静磁
場を発生することができる。これにより、高周波受信コ
イルとして感度の高いソレノイド型のものを用いること
ができる。また、超電導コイルの配置に厳しい精度が要
求されないので装置製作か容易になり、優れた磁場均一
度を有する静磁場発生装置を経済的に製造できる。
明のＭＲＩ装置用静磁場発生装置によれば、被検体を配
置する測定空間に近接して、被検体の体軸と垂直な方向
に磁場を形成する超電導コイルを配置するとともに超電
導コイルが形成する磁場内に測定空間に面して強磁性体
が配置し、この強磁性体の厚さをその部分により磁場方
向に異なる厚さとすることにより、大規模なヨークを用
いることなく、被検体の体軸に垂直な方向に均一な静磁
場を発生することができる。これにより、高周波受信コ
イルとして感度の高いソレノイド型のものを用いること
ができる。また、超電導コイルの配置に厳しい精度が要
求されないので装置製作か容易になり、優れた磁場均一
度を有する静磁場発生装置を経済的に製造できる。
【図１】 本発明のＭＲＩ装置用静磁場発生装置の一態
様の概略断面図。
様の概略断面図。
【図２】 本発明のＭＲＩ装置用静磁場発生装置の一態
様の概略断面図。
様の概略断面図。
【図３】 本発明のＭＲＩ装置用静磁場発生装置の一態
様の概略断面図。
様の概略断面図。
【図４】 従来のＭＲＩ装置用静磁場発生装置の概略断
面図。
面図。
【図５】 従来のＭＲＩ装置用静磁場発生装置の概略断
面図。
面図。
【図６】 従来のＭＲＩ装置用静磁場発生装置の概略断
面図。
面図。
１、１ａ、１ｂ・・・・・・超電導コイル
２、２ａ、２ｂ・・・・・・強磁性体（ポールピース）
３・・・・・・冷却容器
１００・・・・・・被検体
１１０・・・・・・測定空間
─────────────────────────────────────────────────────
フロントページの続き
(72)発明者 高根 淳
東京都千代田区内神田１丁目１番14号
株式会社 日立メディコ内
(56)参考文献 特開 平６−176917（ＪＰ，Ａ)
特開 平４−132539（ＪＰ，Ａ)
(58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名)
A61B 5/055
Claims (5)
- 【請求項１】 被検体が置かれる測定空間内に静磁場を
発生する磁気共鳴イメージング装置用静磁場発生装置で
あって、 前記測定空間を挟んで対向配置された一対の超電導磁石
と、前記一対の超電導磁石をそれぞれ収納する容器とを
備え、前記一対の超電導磁石により形成される磁路中に
強磁性体のヨークを用いずに、前記容器が形成する円筒
状の空間内のそれぞれに、前記測定空間内に均一磁場を
形成するための強磁性体よりなるポールピースを配置し
たことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置用静磁場
発生装置。 - 【請求項２】 前記ポールピースは、互いに対向する面
及び背面のいずれかもしくは両方に凹凸を有しているこ
とを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装
置用静磁場発生装置。 - 【請求項３】 前記ポールピースは、周縁部と中心部と
の間に磁場方向の厚さが周辺部に向かって漸増する部分
を有することを特徴とする請求項１又は２に記載の磁気
共鳴イメージング装置用静磁場発生装置。 - 【請求項４】 前記超電導コイルによって形成される磁
場が垂直方向である請求項１ないし３いずれか１項記載
の磁気共鳴イメージング装置用静磁場発生装置。 - 【請求項５】 前記超電導コイルによって形成される磁
場が水平方向である請求項１ないし３いずれか１項記載
の磁気共鳴イメージング装置用静磁場発生装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP00696494A JP3372098B2 (ja) | 1994-01-26 | 1994-01-26 | 磁気共鳴イメージング装置用静磁場発生装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP00696494A JP3372098B2 (ja) | 1994-01-26 | 1994-01-26 | 磁気共鳴イメージング装置用静磁場発生装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH07204174A JPH07204174A (ja) | 1995-08-08 |
| JP3372098B2 true JP3372098B2 (ja) | 2003-01-27 |
Family
ID=11652897
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP00696494A Expired - Fee Related JP3372098B2 (ja) | 1994-01-26 | 1994-01-26 | 磁気共鳴イメージング装置用静磁場発生装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3372098B2 (ja) |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5883558A (en) * | 1998-02-19 | 1999-03-16 | General Electric Company | Open superconductive magnet having shielding |
| JP3698099B2 (ja) | 2001-12-14 | 2005-09-21 | 株式会社日立製作所 | 磁気共鳴撮像装置用マグネット |
| JP4897608B2 (ja) * | 2007-08-06 | 2012-03-14 | 株式会社神戸製鋼所 | 超電導電磁石 |
-
1994
- 1994-01-26 JP JP00696494A patent/JP3372098B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH07204174A (ja) | 1995-08-08 |
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